JPS61244338A - 磁気共鳴像の合成方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）装置により受信されるスピ
ンエコーの、呼吸により制御される撮像によってＭＲ像
を合成するための方法であって、呼吸サイクルが所与の
参照値に関する規範を満足することを検査され、また各
呼吸サイクルの間に多数のスキャンが撮像される方法に
関する。さらに、本発明はこの方法を実施するための装
置に関する。

〔従来の技術〕

特に、磁石基本磁界により予め与えられる優先方向から
高周波の励起パルスにより検査対象物の水素核スピンを
逸らせ得ること、またこのスピンが励起パルスの終了後
に成る時間の後に始めて再び優先方向に順応することは
公知である。この時間中にスピンは磁石基本磁界の強さ
に関係する周波数で２差運動する。２差運動は高周波ア
ンテナおよび相応の受信器回路により検出され得る。均
等な磁石基本磁界に第１の磁界勾配を重畳させて、磁界
分布を変化させると、スピンの方位測定が第１の空間方
向、すなわち勾配方向でそれぞれ測定される周波数を介
して可能である。

第１の勾配に対して垂直な可変の１辰幅または継続時間
の第２の勾配を短時間与えることにより、信号が第１の
勾配内で読出される以前に位置コーディングを第２の空
間軸内で行い得ること、またこうして検査対象物の断層
像を作製し得ることも公知である。その際に１つの断層
内の励起は、磁石基本磁界が別の第３の磁界勾配により
第１および第２の勾配に対して垂直に、この断層内での
みスピンの励起が行われるように影響されることにより
行われる。。このことは、励起が所望の断層内で磁石磁
界に厳密に対応付けられている周波数でのみ行われるの
で可能である。この方法はたとえばドイツ連邦共和国特
許出願公開第２６１１４９７号明細書に記載されている
。

ＭＲ技術で必要とされる撮像時間は比較的長いので、像
の擾乱が撮像の際の心臓および肺臓の運動によりこの範
囲内で生ずる。

従って、ＭＲ撮像の際にも心臓および呼吸により制御さ
れる像データ取得を行う方法に移行している。

冒頭に記載した種類の方法は文献“呼吸ゲーティングに
よる磁気共鳴撮像（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎ
ｃｅＩｍａｇｉｎｇ　ｗｉｔｈ　Ｒｅ５ｐｉｒａｔｏｒ
ｙ　Ｇａｔｉｎｇ）　”、リチャード、エル、ニーマン
（Ｒｉｃｈａｒｄ　Ｌ、１ｌｉｈａ＋ａｎ）ほか、ＡＪ
Ｒ１４３，１９８４年１２月、第１１７５〜１１８２頁
から公知である。その第３図の下部および第１１７６ペ
ージの説明から、高周波信号が規則的な間隔で出射され
、これらの間隔に相応して規則的なスピンエコーが生ず
る方法は公知である。

しかし、この場合には、すべてのスピンエコー信号が像
合成のために利用されず、呼吸曲線から導き出されてい
る１つの間隔の間に得られる４つまたは５つのスピンエ
コー信号しか利用されない。

この文献には、４または５スキヤンのこうして得られた
スピンエコー信号のすべてが利用されるのか、またはそ
の一部分が利用されるのかについての言及がなされてい
ない。本発明は、像データ取得の間のこの４または５ス
キヤンの選択は、一般に頻繁に生ずる呼吸の変化が考慮
され得ないという欠点を有するという認識に基づいてい
る。従って、擾乱のないＭＲ像にとって望ましいように
、像データ取得の過程で条件付きのスキャンのみを常に
同一の運動位相で撮像し得る。

〔発明が解決しようとする問題点〕

本発明の目的は、冒頭に記載した種類の方法および装置
を、像の質が改善されるように構成することである。

〔問題点を解決するための手段〕

この目的は、方法に関しては、呼吸により制御されて撮
像されるフーリエ行の数に相応して磁気共鳴装置の位相
コーダー勾配が呼吸サイクルあたりたかだか１回切換え
られ、呼吸運動の振幅がそのつどのスキャン時点で第２
のメモリ内に記憶され、呼吸運動のすべての記憶された
振幅と所与の参照値との比較が行われ、また位相コーダ
ー勾配の同一の振幅において磁気共鳴像を合成するため
、呼吸運動の付属の振幅が参照値に関する所与の規範を
満足するスキャンのみが使用されることにより達成され
る。

冒頭に記載した種類の装置において、この目的は、本発
明によれば、測定されたスピンエコーの値を記憶するた
めに設けられている第１のメモリと、呼吸運動の振幅を
付属のスキャン時点で記憶するために設けられている第
２のメモリと、呼吸運動の振幅をスキャン時点で所与の
参照値と比較し得る比較器と、磁気共鳴像表示のため位
相コーダー勾配の振幅位置あたり単一のスキャンのスピ
ンエコー信号のうち、呼吸運動の対応付けられている振
幅が比較器内で設定可能な参照値に関する規範を満足す
るスピンエコー信号のみをレリーズする制御装置とを含
んでいる装置により達成される。

この方法は、ＭＲ像合成のために、それぞれ１つの呼吸
サイクルの“最良のスキャン”に属するスピンエコーの
みが選択されるという利点を有する。ここで“最良のス
キャン”とは、呼吸運動の振幅（または他の適当な特性
量、たとえば上昇）に関する所与の規範を最良に満足す
るスキャンを意味する。この規範はたとえば所与の参照
値への呼吸運動の振幅の最小間隔であってよい。こうし
て所与の参照値は呼吸運動の上昇に対する参照値であっ
てもよい。上昇零はたとえば、呼吸運動の最大または最
小の最も近くに位置する時点で撮像されたスキャンを選
択することを意味する。他の種々の規範も利用され得る
。たとえば呼吸運動の振幅の最小間隔に追加してこの点
での呼吸曲線の上昇も利用され得る。こうして呼気位相
内または吸気位相内に生ずるスキャンのみをＭＲ像表示
のために利用することができる。

本方法の１つの特に有利な実施態様は、参照値が、所与
の数の中央フーリエ行において呼吸運動の振幅の標準偏
差が最小である値であることを特徴とする。像の質に最
も強い影響を与える中央フーリエ行に基づいて統計的に
最適な参照値が求められる。この参照値は次いで、呼吸
により制御されて撮像される他のフーリエ行のスキャン
に対する規範としても利用される。

本方法を実施するための装置において第１および第２の
メモリを使用することは有利である。すべてのスキャン
がそれらの付属の呼吸振幅と共に記憶されることにより
、後で必要となるＭＲ像が合成され得る。たとえば、種
々の呼吸位相、たとえば吸気または呼気された状態から
の２つのＭＲ像を差し引くこともできる。こうして差像
が得られる。複数の像を種々の呼吸位相で発生させるこ
ともできる。これらの個別像はたとえば呼吸運動のグイ
ナミソクな表示のために１つのフィルムの形態で使用さ
れ得る。さらに、像の質への人工アーティファクトの影
響を究明するため、人工アーティファクトをシミュレー
トすることもできる。

こうして、複数のフーリエ行において、たとえば第９５
ないし第１００行において、参照値がら強く偏差するス
キャンが像合成のために使用され、それからアーティフ
ァクトがこのフーリエ行の撮像の時点でいかに影響する
かが推定され得る。

本発明の他の利点および実施態様は特許請求の範囲第２
項以下と結びつけて図面を説明するなかで明らかになろ
う。

〔実施例〕

第１図には寝台ｌが示されており、その上に患者２が載
っており、患者から磁気核共鳴によりＭＲ像が発生され
なければならない。そのために、均等な磁石基本磁界を
発生するためのコイル４とこの磁石基本磁界を変更する
ための勾配コイル５と励起および測定コイル７とを有す
るコイルシステム３が存在している。コイル４は磁石電
源８に、勾配コイル５は勾配電源９に、励起および測定
コイル７は前置増幅器１０に、また相応の結合要素を介
して送信増幅器１１に接続されている。前置増幅器１０
はスピンエコーの測定信号を位相制御整流器１２を介し
て、全測定過程を制御するプロセス計算機１７に与える
。励起パルスを発生するため高周波発振器１９が設けら
れている。高周波発振器１９は変調器２１を介して送信
増幅器１１に接続可能である。測定信号から再構成され
たＭＲ像の再現はモニタ２３上で行われる。コイルシス
テム３内に置かれた患者２から断層像を発生するため、
先ずスピンが所望の断層内で励起される。

第２図には、患者２内のそれぞれ励起される断層２４が
磁束密度、従ってまた核共鳴周波数の位置依存性により
決定されることが示されている。

磁石基本磁界に対する磁界勾配は第２図中に矢印２５で
概略を示されている。共鳴周波数はｆで示されている。

その際、患者２の図示されている範囲内のスピンの励起
のみが行われる。

励起の後に短時間の勾配の冒頭に第２の空間軸と呼ばれ
た方向のスピンのコーディングがこの第２の空間方向に
行われる。この勾配は以下では位相コーダー勾配と呼ば
れる。続いて、核共鳴信号が第１の空間ディメンジョン
を定義するいわゆる読出し勾配内で走査される。この過
程はたとえばステップ状に正から負へ変更される位相コ
ーダー勾配により繰り返される。特定の位相コーダー勾
配−振幅で読出される核共鳴信号はフーリエ投影と呼ば
れる。

相続くフーリエ投影に相応する４１１定信号は第３図に
示されている測定マトリックス２９の平行フーリエ行に
相当する。実際にはたとえば１つの完金な測定マトリッ
クス２９に対して全体で２５６のフーリエ行が用意され
得る。その際、振幅Ｏの位相コーダー勾配に属するフー
リエ−〇−行２７は第３図による測定マトリックス２９
の中央に位置している。行および列方向の二次元フーリ
エ変換により個々のフーリエ行の測定信号から、検査さ
れる断層の像が計算され得る。

呼吸運動を検出するため第１図ではセンサとして導電ゴ
ムベルト３１が患者２の周りに置かれている。導電ゴム
ベルト３１の電気抵抗変化は腹部の周囲長さの変化に相
応し、従って°呼吸運動に対する１つの尺度である。こ
のセンサの利点は、測定信号と横隔膜運動との対応付け
が良好であること、呼吸振幅の絶対測定が可能であるこ
と、非磁性材料が使用されていること、また装着が簡単
かつ実用的であることである。導電ゴムベルト３１から
導線が変換回路３３に通じており、そこで導電ゴムの抵
抗変化が呼吸信号曲線に変換される。

連節的に患者の胸部に通常の仕方でＥＣＧ電極３４が取
付けられており、この電極はＥＣＧ信号処理回路３５に
通じており、その出力端からＥＣＧ信号が出力される。

変換回路３３の出力端から導線が呼吸トリガユニット３
７に通じている。またＥＣＧ信号処理回路３５の出力端
はＥＣＧ信号を伝達するためＥＣＧトリガユニット３９
に接続されている。トリガユニット３７．３９内では呼
吸または心臓の運動曲線から制御信号が形成され、これ
らの制御信号は常に運動サイクルの同一の運動位相で発
せられる。

呼吸トリガユニット３７の出力端に発せられた制御信号
はプロセス計算機１７に導かれ、それによりプロセス計
算機が位相コーダー勾配を運動サイクルあたり１回切換
える。たとえば小児で生ずるような極端に高い呼吸周波
数では、位相コーダー勾配を複数回の呼吸の後に、また
はしかし所与の数の撮像されたスキャンの後に始めて切
換えることが有意義である。重要なことは、２つの制御
信号の間に呼吸運動から導き出されて位相コーダー勾配
の切換を生じさせる少なくとも１回の完全な呼吸が位置
していることである。この制御信号のレリーズはもはや
呼吸の運動位相に結びつけられている必要はない。確実
に患者２の１回の完全な呼吸が行われる時間として、た
とえば２０ｓの時間が予め選定され得る。その後に測定
マトリックス２９の次のフーリエ行が測定される。さら
に、この制御信号は呼吸トリガユニット３７の出力端か
らアドレスカウンタ４１に導かれる。ＥＣＧトリガユニ
ット３９の出力端に現れる制御信号が同じくアドレスカ
ウンタ４１に伝達される。ＥＣＧトリガによらないＭＲ
像が撮像されるべき場合のために切換スイッチ４３が設
けられており、それにより選択的にＥＣＧトリガユニッ
ト３９の代わりにスキャン−トリガユニット４５がスイ
ッチオンされ得る。その際にスキャン−トリガユニット
４５は制御信号を固定的に予め設定可能な時間間隔で供
給する。ＥＣＧトリガユニット３９の出力端に現れる制
御信号または切換スイッチ４３の位置に応じてスキャン
−トリガユニット４５の出力端に現れる制御信号はアド
レスカウンタ４１のほかにプロセス計算機１７にも導か
れる。プロセス計算機１７はこの制御信号の入力の後に
それぞれ１つのスキャンをレリーズする。

アドレスカウンタ４１から信号導線が呼吸信号メモリ４
７、呼吸トリガ時点メモリ４９、スキャントリガ時点メ
モリ５１およびＭＲ原データメモＩＪ５３に通じている
。ここでＭＲ原データとは、１回のスキャンの際に測定
されプロセス計算機１７により評価されるスピンエコー
信号を意味する。

呼吸信号メモリ４７、スキャントリガ時点メモリ５１お
よびＭＲ原データメモリ５３はそれぞれ、後で説明する
第４図中のメモリ５４のように構成されていることが好
ましい。アドレスカウンタ４１は、一方では呼吸トリガ
ユニット３７から、また他方ではＥＣＧ　ｌ−リガユニ
ット３９またはスキャン−トリガユニット４５から到来
する制御信号に相応して、メモリ４７ないし５３をアド
レス指定する。

ＥＣＧ　ｌ−リガユニソト３９またはスキャン−トリガ
ユニット４５から制御信号パルスが到来するつど、メモ
リアドレスはｌだけ、たとえば７から８へ上昇する。し
かし、呼吸トリガユニット３７から１つの制御信号パル
スがアドレスカウンタ４１に発せられると、１つの行は
１２列から成っているので、アドレスカウンタ４１は次
の行の最小アドレスへ、たとえば８から１３へ跳躍する
。そこからＥＣＧ）リガユニット３９からの１つの制御
信号パルスの到来の際にそれぞれ再び１つのアドレスが
次に切換えられる。この過程は後で第４図により一層詳
細に説明される。

こうしてアドレス指定されたメモリ４７ないし５３はそ
れぞれ、新しいメモリアドレスを指定されると、その入
力端に与えられている信号値を付属のメモリ場所に読み
込む。入力端に与えられている信号値は呼吸信号メモリ
４７では呼吸運動の振幅である。これは変換回路３３の
出力端から取出される。呼吸トリガ時点メモリ４９では
信号値は患者２の検査の開始の際に始動されるクロック
５５の時間状態である。すなわちクロック５５は検査の
際の最初のスキャンの直前に始動される。

スキャントリガ時点メモリ５１は同じくクロック５５に
接続されている。すなわち時点メモリ４９．５１内にそ
れぞれ検査の開始から呼吸トリガ信号およびＥＣＧトリ
ガ信号またはスキャン−トリガ信号の生起までの経過時
間が記憶される。ＭＲ原データメモリ５３内にはプロセ
ス計算機１７により評価されたスピンエコー信号がそれ
ぞれアドレス指定されたメモリ場所に書き込まれる。

呼吸信号メモリ４７は出力側で比較器５７と接続されて
いる。比較器５７には呼吸振幅の参照値Ｒを予め設定す
るための設定要素５９が位置している。患者２の検査が
終了されると、次々と呼吸信号メモリ４７の各行のメモ
リ場所の内容が参照値Ｒと比較される。フーリエ行のメ
モリ場所のうちでその信号値（呼吸振幅）が参照値Ｒに
最も近いメモリ場所のみが、制御装置５８を介して制御
されて、ＭＲ原データメモリ５３のアドレス入力端に接
続される。こうして求められたメモリ場所の付属のスピ
ンエコー信号はプロセス計算機１７内に読み込まれ、Ｍ
Ｒ像合成のために使用される。

この過程は行ごとに、番号２５６を有する最終のフーリ
エ行が処理されるまで繰り返される。

参照値Ｒを予め設定するための設定要素５９の代わりに
、この参照値Ｒは呼吸振幅の標準偏差を求める（図示さ
れていない）回路によっても求められ得る。これは、所
与の数の中央フーリエ行において中央偏差が最小である
値である。この標準偏差決定方法にはたとえば７つの中
央フーリエ行、すなわち第１２５ないし第１３１行が利
用され得る。

１回の検査の終了時に呼吸信号メモリ４７内に、スキャ
ン時点で生じたすべての呼吸振幅が記憶されている。Ｍ
Ｒ原データメモリ５３内には同一のメモリ場所に付属の
スピンエコー信号が記憶されている。参照値Ｒは、ＭＲ
像を種々の運動位相で得るため、後から選択または変更
され得る。これらのＭＲ像は種々の診断内容を有し得る
。

呼吸信号メモリ４７に追加して、同様に構成された別の
（図示されていない）メモリが、呼吸曲線の上昇をその
つどのスキャン時点で記憶するために設けられていてよ
い。この場合、比較器５７は規範に従って参照値Ｒと呼
吸振幅との間の“最小差”を求めるだけでなく、たとえ
ばこの上昇の符号が正であるか負であるかも考慮に入れ
る。ＭＲ像が合成されるべきスピンエコー信号を選択す
るため上昇のみを選択することも考えられる。こうして
、たとえば上昇零を予め設定しかつ振幅を考慮に入れて
、それぞれ１つのＭＲ像が吸気最低および吸気最高の状
態で作製され得る。

本方法は２５６のフーリエ行のすべてにおいてではなく
、中央範囲で応用されることが目的にかなっており、こ
の中央範囲はたとえば第１０８ないし第１４８行で十分
である。この中央範囲は行範囲予選択器６０内で設定さ
れる。それによりメモリ４７ないし５３の容量が比較的
小さく保たれ得る。

呼吸トリガ信号を吸気から呼気への切換わりの際に発生
することは有利である。呼吸トリガユニット３７の出力
端に制御信号が現れると位相コーダー勾配が切換えられ
るので、１回の呼吸の間に一定の位相コーダー勾配を有
するスピンエコー信号が測定されかつ記憶される。比較
器５７により、こうして集められた原データから各呼吸
からの呼吸信号により１つの適当なスキャン、すなわち
１つの適当なスピンエコー信号が選択される。

第４図には、メモリ４７．５１，５３として使用され得
るメモリ５４の構成が示されている。メモリ５４はフー
リエ行の数に相応して２５６の行１．２、・・・２５６
を含んでいるメモリ場所の１つのマトリックスから成っ
ている。各行はたとえば１２のメモリ場所を有し、これ
らのメモリ場所、メモリ４７．５１．５３に応じて、呼
吸振幅、ＥＣＧまたはスキャントリガ時点または原デー
タが記憶される。

メモリ４９は２５６の行および単一の列から成っている
。このメモリ内には呼吸トリガ時点が記憶される。

メモリ５４、すなわちメモリ４７ないし５３の各々はア
ドレスカウンタ４１によりアドレス指定される。その際
にアドレスカウンタ４１は、呼吸トリガユニット３７な
らびにＥＣＧＩ−リガユニソト３９またはスキャン−ト
リガユニット４５から与えられる制御信号に相応してメ
モリ場所１．２．３ないし３０７２をアドレス指定する
。その際に１つのＥＣＧ）リガ制御パルスが与えられる
と、１つの行内のメモリ場所がそれぞれｌだけ、たとえ
ば行７から行８へ高められる。１つの呼吸サイクル内に
は一般に９ないし１０よりも多い心拍は生じないので、
各行の後のメモリ場所、たとえば行２のメモリ場所２３
および２４は一般にアドレス指定されない。従って、行
あたり１２のメモリ場所で十分である。それにもかから
ず心拍数が特に高くて呼吸サイクルあたり１２よりも多
い心拍が存在する場合には、呼吸サイクルあたり１２を
超過するスキャンは記憶されない。通常の場合には、た
とえば検査の開始の際にメモリ場所６までがアドレス指
定される。次いで１つの呼吸トリガ制御パルスが発せら
れ、それによりアドレスカウンタ４１が次の行の最初の
メモリ場所、すなわち第２行のメモリ場所１３をアドレ
ス指定する。次いで各ＥＣＧトリガ制御パルスによりこ
の第２行内で１だけ大きい番号のメモリ場所がアドレス
指定される。第２の呼吸サイクルの間の心拍が７つであ
るとすると、次々とメモリ場所１３ないし１９がアドレ
ス指定される。次いで１つの別の呼吸トリガ制御パルス
が発せられ、アドレスカウンタ４１は次の行の最初のア
ドレス、すなわちメモリ場所２５に切換わる。この過程
は、すべての２５６のフーリエ行が撮像されるまで繰り
返される。

第５図には、ここに説明する方法による種々の信号の経
過が時間ｔに関係して示されている。この図では時間軸
ｔは右から左へ延びている。

第２行には、ＥＣＧ信号処理回路３５の出力端から取出
されるＥＣＧ制御信号が示されている。

この信号は第５図の第１行に示されているＥＣＧトリガ
信号に変換される。ＥＣＧトリガ信号内の短い垂直線は
、個々のスキャンがレリーズされる時点を示す、第３行
には、変換回路３３の出力端に現れる呼吸信号の時間的
経過が示されている。

追加して参照値Ｒが記入されている。この信号から呼吸
トリガユニット３７が、図の第４行に示されている信号
を導き出すことが示されている。時間間隔ＡとＢとの間
に記入されている実線の垂直線はそのつどの呼吸トリガ
時点を示す。呼吸トリガ信号内に、一方ではプロセス計
算機１７の、また他方ではアドレスカウンタ４１のトリ
ガリングの役割をする種々のトリガパルスＴ８、Ｔ９お
よびＴ１’Ｏが示されている０時間間隔Ａ内には、第３
行の呼吸信号に短い垂直線で記入されている全体で９つ
の心拍が位置している。それに対して時間間隔Ｂ内には
ｌＯの心拍が位置している。１つのこのような心拍の各
時点は上記のように１つのスキャンに相当する。時間間
隔Ａ内でも時間間隔Ｂ内でも呼吸信号は個々のスキャン
時点で参照値Ｒと比較され、また最小間隔が求められる
。時間間隔Ａ内では最小間隔は第２の心拍において与え
られ、また時間間隔Ｂ内では最小間隔は第５の心拍にお
いて生ずる。Ｓ８，２またはＳ９，２で示されている相
応のスキャンは像合成のために利用される。時間間隔Ａ
およびＢ内の他のスキャンは考慮されない。

呼吸トリガ時点メモリ４９およびスキャントリガ時点メ
モリ５１により、スキャントリガパルスが呼吸トリガパ
ルスと同時に生じているか否かが判定される。判定の結
果が肯定であれば、スキャンはスキャントリガ時点でレ
リーズされず、呼吸トリガ信号の生起の結果が実行され
て始めてレリーズされる。従って、たとえば先ず位相コ
ーダー勾配が切換えられ、またアドレスカウンタ４１が
次の行に跳躍しなければならない。それによりスキャン
はもはや心拍の所望の位相位置でレリーズされず、その
後でレリーズされる。その付属のスピンエコー信号は使
用不可能であり、記憶されない。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による磁気共鳴装置の構成を示す図、第
２図ないし第４図は第１図による磁気共鳴装置の作動の
仕方および本発明による方法を説明するための図、第５
図はＥＣＧおよび呼吸トリガ信号の信号経過を示す図で
ある。 ■・・・寝台、２・・・患者、３・・・コイルシステム
、４・・・コイル、５・・・勾配コイル、７・・・測定
コイル−励起コイル、８・・・磁石電源、９・・・勾配
電源、１０・・・前置増幅器、１１・・・送信増幅器、
１２・・・位相制御整流器、１３・・・第１のメモリ、
１５・・・比較器、１７・・・プロセス計算機、１９・
・・高周波発振器、２１・・・変調器、２３・・・モニ
タ、２４・・・断層、２５・・・磁界勾配、２７・・・
フーリエ−零行、２９・・・測定マトリンクス、３１・
・・導電ゴムベルト、３３・・・変換回路、３４・・・
ＥＣＧ電極、３５・・・ＥＣＧ信号処理回路、３７・・
・呼吸トリガユニット、３９・・・ＥＣＧ　ｌ−リガユ
ニント、４１・・・アドレスカウンタ、４３・・・切換
スイッチ、４５・・・スキャントリガユニット、４７・
・・呼吸信号メモリ、４９・・・呼吸トリガ時点メモリ
、５１・・・スキャントリガ時点メモリ、５３・・・磁
気共鳴原データメモリ、５４・・・メモリ、５５・・・
クロック、５７・・・比較器、５８・・・制御装置、５
９・・・設定要素、６０・・・行範囲予選択器。 Ｌ　　　　　　　　　　。 窮１頁の続き

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）磁気共鳴装置により受信されるスピンエコーの、呼
   吸により制御される撮像によって磁気共鳴像を合成する
   ための方法であって、呼吸サイクルが所与の参照値に関
   する規範を満足することを検査され、また各呼吸サイク
   ルの間に多数のスキャンが撮像される方法において、呼
   吸により制御されて撮像されるフーリエ行の数に相応し
   て磁気共鳴装置の位相コーダー勾配が呼吸サイクルあた
   りたかだか１回切換えられ、呼吸運動の振幅がそのつど
   のスキャン時点で第２のメモリ内に記憶され、呼吸運動
   のすべての記憶された振幅と所与の参照値との比較が行
   われ、また位相コーダー勾配の同一の振幅において磁気
   共鳴像を合成するため、呼吸運動の付属の振幅が参照値
   に関する所与の規範を満足するスキャンのみが使用され
   ることを特徴とする磁気共鳴像の合成方法。 ２）規範が呼吸運動の振幅と参照値との間の最小差であ
   ることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の方法。 ３）呼吸運動の振幅に追加してその傾斜がスキャン時点
   で記憶されることを特徴とする特許請求の範囲第１項ま
   たは第２項記載の方法。 ４）規範が傾斜の正負符号であることを特徴とする特許
   請求の範囲第３項記載の方法。 ５）スキャンが呼吸サイクル内でそれぞれ同一の心拍位
   相位置でトリガされることを特徴とする特許請求の範囲
   第１項ないし第４項のいずれか１項に記載の方法。 ６）測定マトリックスの中央範囲内に位置する所与の数
   のフーリエ行において応用されることを特徴とする特許
   請求の範囲第１項ないし第５項のいずれか１項に記載の
   方法。 ７）磁気共鳴像が２５６のフーリエ行から合成され、ま
   た本方法が中央範囲内で第１０８ないし第１４８フーリ
   エ行において応用されることを特徴とする特許請求の範
   囲第６項記載の方法。 ８）参照値が、所与の数の中央フーリエ行において呼吸
   運動の振幅の標準偏差が最小である値であることを特徴
   とする特許請求の範囲第１項ないし第６項のいずれか１
   項に記載の方法。 ９）フーリエ行の数が７であり、また７つのフーリエ行
   が測定マトリックスの中央範囲内に位置していることを
   特徴とする特許請求の範囲第８項記載の方法。 １０）呼吸運動の振幅に追加してスキャン時点が第２の
   メモリ（５１）内に記憶されることを特徴とする特許請
   求の範囲第１項ないし第９項のいずれか１項に記載の方
   法。 １１）磁気共鳴装置の位相コーダー勾配が呼吸運動の運
   動位相に関係して切換えられることを特徴とする特許請
   求の範囲第１項ないし第１０項のいずれか１項に記載の
   方法。 １２）位相コーダー勾配が呼吸サイクルあたり１回切換
   えられることを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし
   第１１項のいずれか１項に記載の方法。 １３）位相コーダー勾配を発生するため制御装置により
   制御される勾配コイルと、磁気共鳴像を表示するための
   ＣＲＴディスプレイとを含んでいる装置において、測定
   されたスピンエコーの値を記憶するために設けられてい
   る第１のメモリ（５３）と、呼吸運動の振幅を付属のス
   キャン時点で記憶するために設けられている第２のメモ
   リ（４７）と、呼吸運動の振幅をスキャン時点で所与の
   参照値と比較し得る比較器（５７）と、磁気共鳴像表示
   のため位相コーダー勾配の振幅位置あたり単一のスキャ
   ンのスピンエコー信号のうち、呼吸運動の対応付けられ
   ている振幅が比較器（５７）内で設定可能な参照値に関
   する規範を満足するスピンエコー信号のみをレリーズす
   る制御装置（５８）とを含んでいることを特徴とする磁
   気共鳴像の合成装置。 １４）比較器（５７）が参照値を予め設定し得る設定要
   素（５９）を有することを特徴とする特許請求の範囲第
   １３項記載の装置。 １５）比較器（５７）が、複数の中央フーリエ行のすべ
   てのスキャンから最小の標準偏差を有する振幅を求め得
   る参照値回路を含んでいることを特徴とする特許請求の
   範囲第１３項記載の装置。